超声成像基础.

L=CT/2

Doppler效应
– 当超声波发射源与反射介质之间发生相对运
动时，接受到的运动目标反射或散射的超声 波频率与原发射频率会有所不同，这种现象 就称为多谱勒效应，两者之间的频差称为多 谱勒频移。 – 多谱勒频移公式：
fd

_ 2vcosθ + c
f0
其中，f0表示声源频率，fd表示多谱勒频移， v表示运动目 标速度，c表示超声波在介质中的传播速度，θ表示声源与 目标运动方向之间的夹角。

M型超声
– M型又称作时间—运动型，它是在声束传播
方向上先将各目标的位移轨迹以时间－位置 曲线的形式展现，在显示屏上以卷轴显示的 方式表现出来的成像方式。 – 实际上，与A型超声一样，属于一维超声； 但其显示方式却与B型超声一样，是亮度调 制显示。 – M型超声用于检测人体中的运动器官，特别 是诊断心脏的各种疾病，故M超又称为超声 心动仪。
– 主要应用于心室壁运动的研究

三维超声
– 静态三维超声
– 动态三维超声 – 实时三维超声
超声诊断仪的工作原理
发射/接受 单元 (TX/Rຫໍສະໝຸດ ) 数字 扫描 转换器 (DSC)
换 能 器
显示器 及记录设备
电源

超声探头
– 它是超声波的发射和接受部件
– 基本结构包括：换能器，壳体，电缆，插头，
等

超声成像基础
超声波成像的物理基础
超声波是声源的振动频率大于20000Hz的 声波(疏密波、纵波) 超声波的产生——压电效应

• 逆压电效应——将电能转变成机械能，发射 超声波。
• 正压电效应——将机械能转变成电能，接受 超声波。
超声波的物理特性

基本物理量（f、c、λ、T）
– c＝ λ×f， f＝1 /T，λ ＝c/ f – 声速的在人体软组织中平均声速为1540m/s，
不同与超声波的发射频率。 – 在超声回波检测技术中，每一次的超声发射和 回波接受必须在一个周期内完成。因此，在理 论上，PRF≤C/2Lmax，即 最大探测深度 Lmax ≤C/2PRF。 – 在多普勒检查中，为了正确显示频移大小和方 向，PRF必须大于频移的两倍，即：
fd<1/2× PRF，其中1/2PRF称为尼奎斯特频率极限
– 彩色多普勒血流显像是对血细胞的运动方向、
速度及分散情况进行彩色编码，而伪彩对二维 灰阶图像进行彩色编码处理。
– 彩色多普勒血流显像可以直观地、实时地显示
血流状态情况，而伪彩则可以提高图像的分辨 力，丰富影象层次，增加实感，提高B型超声 对病理组织变化的可视度。

组织多普勒成像(TDI)
– 以低速高振幅的组织运动为观察目标
即探测1cm深度目标所需的时间约13.4μ s。

超声波的方向性
– 声场分布呈狭窄的圆柱状 – 近场，远场

超声波的反射与透射
–反射波的方向与入射波声束和界面之间的夹角
有关；而透射入第二介质中的声波方向与两种 介质的折射率有关。 –声能在界面处反射与透射声波的能量之和等于 入射声波能量；其中反射波能量的大小由两种 介质的声阻差大小所决定，即声阻差越大，界 面处反射越强，透射越少。 –声阻：Z＝ρ ×C –反射与折射发生于大界面上，如：器官包膜， 血管壁，等。 –界面反射是超声波诊断的基础。
超声诊断的安全性问题
超声波显像在临床应用是安全的 在诊断的过程中，必须坚持最小剂量的原 则，即在保证获取必要的诊断资料前提下， 尽可能采用最小辐射强度和最短辐射时间。 如：

– 不要在一个切面上停留太长时间
– 在冻结图像以后，再进行测量
– 对于3个月以内的早孕，尽量缩短检查时间
超声成像基本原理



彩色血流图
– 红细胞的动态信息由速度、方向和分散三个
因素组成。
– 通常将朝向超声探头方向流来的血流用红色
表示，离超声探头远去的血流用蓝色表示。 注意，不是用红色表示动脉血，蓝色表示静 脉血。
– 通过改变表示方向的红色或蓝色显示的辉度
（彩色的深浅）来表示速度的大小，即流速 越快的血流色彩也就越明亮。
倍，并且还受多种因素影响。 –频率越高，波长越短，显现力就越好。

透入深度与频率
– 超声波的频率越高，衰减越显著，透入组织的
深度就越小。 – 在实际运用中，应兼顾探测深度和显现力恰当 的选择频率。

纵向分辨力与脉冲宽度
–纵向分辨力指能被超声波分辨为前后两点的
最小距离，其主要决定于超声脉冲的有效持 续时间(即脉冲宽度) – 频率高，脉冲宽度窄，纵向分辨力也就好
– 声像图：在超声二维成像中，通过超声波扫
描，形成了由人体内部组织器官系列回声所 构成的切面图像，它反映了人体局部解剖断 层情况。
– 实时超声成像是指超声束能够快速、重复地扫查
被检切面，并形成相应的声像图的成像方式。理 论上，要求帧频达到20帧以上；实际上，对于心 脏等运动明显的器官，实时成像需要帧频达到30 帧或者更高，而对于腹部内脏这些运动不大的器 官，成像速度达到15帧以上即可满足临床需要， 对于静止器官，帧频可以更低。
超声换能器的结构示意图
保护层 引线 压电振子 声透镜 阻尼吸声块(背衬块) 外壳

时间增益补偿（TCG）
– 又称为深度增益补偿（DGC）、灵敏度时间
补偿（STC） – 超声在组织内部传播时逐步衰减，从深部来 的回波振幅必然比浅表组织的回波振幅要小 的多。为了获得良好的显示，回波信号放大 器的增益时间而变化的，即对较近距离目标 的反射信号放大信号低一些，对较远距离目 标的反射信号放大信号高一些。 – 实际运用中，TCG是分段控制的，并且可以 根据需要自主调节。
相关技术，检测取样区内血细胞的动态信息， 并根据血细胞的运动方向、速度、分散情况进 行彩色编码(即调配红、蓝、绿三基色，变化 其颜色亮度)，然后叠加在二维灰阶图像上的 相应区域所形成的彩色血流图。
– 特点：

首先，血流图像实时二维显示直观形象、检测快 速，诊断的敏感度和准确性很高、漏诊少，是目 前最为常用的超声多普勒检测技术。 再者，实际上它是一种多点选通的脉冲多普勒， 因此和脉冲多普勒一样，具有尼奎斯特频率极限。 并且，流速仅为定性显示。 最后，因为它要在同个方向上反复发射多次超声 脉冲，因此其帧频更受到其显像范围大小的影响， 范围越大、帧频越低。

横向分辨力与声束直径
–横向分辨力指与声束向垂直的方向上，能被
超声波分辨为左右两点的最小距离；它与超 声波声束的宽窄有密切关系。 – 可通过声束聚焦(声透镜聚焦、电子聚焦等) 来缩小声束直径，提高横向分辨力。
L 侧向分辨力 E 横向分辨力

脉冲重复频率(PRF)
– PRF是指单位时间内超声脉冲的发射次数，它

超声波的散射与背向散射
– 发生于大小小于声波波长的界面 – 背向散射(或后散射)的存在，是超声显示组
织内细微结构的基础。

超声波的衰减
– 分为：距离衰减和吸收衰减 – 超声波的频率越高，衰减越快

脉冲回波测距原理
其中，L为声源至界面的距离，C为声 波在介质中的传播速度，T为从发出超声脉冲到接受界面反射 回 波时的一段时间
即某一瞬间采样血流中血细胞速度分布范围 的大小，如速度分布范围大，频带则宽，若 速度分布范围小频带窄。
– “频带灰阶”即信号幅度，表示血流速度相
同的血细胞数目多少。
– “窗”为无频率显示区域。

彩色多普勒血流成像(CDFI)
– 以高速低振幅运动的红细胞为观察目标 – 利用一种运动目标显示器原理（MTI法）及自

速度与距离限制
速度限制： 因为 PRF≥2fd ＝4Vf0/C， 所以 V ≤ PRF×C/4f0 距离限制 : 所以有：
D ≤ C /2× PRF
c d ×v 8f
max max
2
0
当f0一定时,Dmax、 Vmax乘积固定，探测的深度越 深，可测得的速度值便越小，两者互相制约。

频谱分析方法


彩色能量多普勒(CDE)
– 接受血液中红细胞的多普勒信号能量(振幅)大
小进行成像 – 与CDFI相比，具有：
不受探测角度依赖，因而血管显示连续性好 血流显示灵敏度高，有利于极低速血流显示 不受Nyquist极限的限制，因而无色彩倒转现象 无法获得血流方向及速度方面信息


彩色多普勒血流显像与伪彩的区别
– 多谱勒频移公式中正号表示目标朝着声源运
动，负号表示目标背离声源运动；而频移数 值均在音频范围内，所以检出频移后可以用 扬声器来监听。
–超声波检测血流时是利用流动的红细胞产生
的多普勒效应。

非线性传播
–二次谐波
影响超声分辨的性能因素

显现力与波长
– 显现力指超声能够显示最小直径物体的能力。 – 理论上，它等于1/2λ ；实际上是理论值的5-8
慢扫描电路
固定 目标 运动 目标 Z TCG 慢扫描电路
Y
A
T/R开关
深度 X
换能器
脉冲发生器
时基发生器

B型超声
– B型即亮度调制显示，是以显示器上光点的
亮度来表示脉冲回波信号的强弱，回波越强， 光点越亮。 – 超声切面显像最显著的特点是声束必须扫查 掠过受检组织，从而显示出截面图像。因此 它属于二维超声。

数字扫描转换器(DSC)
– 其核心部件是图像存储器 – 工作原理：
模拟视频信号
A/D转换
图像 存储器
视频
处理器
图像 处理
混入
模拟视频信号 D/A转换 混合数字 同步信号 数字 视频信号 视频信号